Implementering av Patientsimulator f¨or Anestesimaskiner

Implementering av Patientsimulator

f¨

or Anestesimaskiner

LYNA TUONG

Masters’ Degree Project

Stockholm, Sweden 2006

Abstract

In order to facilitate testing of anesthesia machines a patient simulator has been required by Maquet Critical Care AB. A patient simulator has been developed to reduce expensive and time consuming animal experiments and temporary lab arrangements. The patient simulator has been developed and designed to simulate human lungs with regards to anesthetic uptake, production of carbon dioxide and heating and moisturizing exhaled air.

The system comprises a container and a test lung to simulate the volume and the dynamic of the human lung. The simulation of uptake of anesthetics has been implemented by pumping a fraction of the gas from the container through a bypass circuit with an active charcoal filter that adsorbs volatile anesthetics. The flow

through the bypass circuit is generated by a pump and is controlled by a linear valve. The resulting performance of the patient simulator has fulfilled the requirements. A verification of the performance has been done by weighing the anesthetic uptake filter and comparing it with calculated values. The exhaled simulator imitates human lungs to a large extent.

The simulation of uptake of anesthetics follows a model that is a modification of a well known model. A modification of the model was made in order to handle changes in agent concentration.

The carbon dioxide production was implemented by dosing carbon dioxide from a gas tank through a mass flow controller. The carbon dioxide in the system can be set to a constant flow to achieve a certain production rate or set to achieve a desired

concentration in the exhaled gas.

To achieve moisture and right temperature in the exhaled air, a humidification chamber with water with heating elements was used. A connection to the

humidification chamber with non return valves was used to guide the exhalation gas through the humidification chamber while bypassing the inhalation gas. This

minimizes the humidity uptake in the charcoal filter.

To monitor and control the system, a program was made in LabVIEW. The graphical user interface of this program consists of a control panel where measurement data of the system is displayed. Settings of patient data and other parameters are also made here. The program handles the communication with the process using a data

acquisition and instrument control device.

Sammanfattning

För att kunna testa anestesimaskiner har en patientsimulator efterfrågats av Maquet Critical Care AB. Patientsimulatorn konstrueras för att kunna minska antalet kostsamma djurförsök och tillfälliga labuppställningar. Patientsimulatorn har

utvecklats och konstruerats för att efterlikna mänskliga lungor med egenskaper såsom upptag av anestesimedel, avgivning av koldioxid samt uppvärmning och befuktning av utandningsluft.

Systemet har en behållare och en testlunga för att simulera lungdynamiken hos människan. Anestesimedelsupptaget har implementerats genom att pumpa en del av gasen i behållaren via en bypasskrets med ett kolfilter som adsorberar anestesimedel. Flödet genom bypasskretsen skapas av en pump och styrs med en linjärventil.

Anestesimedelsupptaget följer en modell som är en modifiering av en känd modell. Den befintliga modellen hanterade endast konstanta halter anestesimedel, vilket inte återspeglar verkligheten. Modifieringen gjordes för att hantera förändringar i

anestesimedelskoncentrationen.

Koldioxidavgivningen har implementeras genom att dosera in koldioxid från ett tryckkärl via en massflödesregulator, för att erhålla önskad koldioxidkoncentration alternativt koldioxidproduktion.

Fukt och temperatur i utandningen har åstadkommits genom att använda en befuktarkammare med vatten som värms upp med hjälp av två PTC-element. En anslutningsmodul med backventiler konstruerades för att kunna leda

exspirationsgasen genom befuktarkammaren och inspirationsgasen förbi kammaren, då vissa komponenter i patientsimulatorn är känsliga för fukt. På detta sätt undviker man även att fukten upptar en del av kolfiltrets adsoptionskapacitet.

För att övervaka systemet och dess sensorer samt styra det, har ett program skapats i LabVIEW. I LabVIEW-programmets användargränssnitt har en kontrollpanel byggts där systemets mätvärden presenteras samt patientdata och parametervärden kan ställas in. Programmet hanterar kommunikationen med systemet via en styr- och mätmodul. Styrningen av flödet genom kolfiltret sker med hjälp av en PI-regulator försedd med parameterstyrning och anti-windup och parametervärden har tagits fram

Innehåll

1.2 Tidigare arbeten och alternativa lösningar ...8

1.3 Avgränsningar...9

2 Fysiologi ...10

2.1 Lungornas uppgift ...10

2.2 Lungornas uppbyggnad ...10

2.3 Befuktning och värme...11

2.4 Dead space ...11

2.5 FRC ...11

2.6 Koldioxidproduktion och syreupptag ...11

3 Anestesi & anestesimaskiner...13

3.1 Begreppet Anestesi...13 3.2 Historia...13 3.3 Nutid...14 3.4 Olika inhalationsanestesimedel...14 3.5 Anestesimaskiner ...15 3.5.1 Icke-återandningssystem...16 3.5.2 Partiella återandningssystem...16 3.5.3 Total återandningssystem...17 4 Anestesimedelsupptag...18 4.1 Upptag av anestesimedel ...18 4.1.1 Partialtryck...18 4.1.2 Löslighetskoefficienten för blod/gas...18

4.1.3 Löslighetskoefficient i olika vävnader...18

4.1.4 Cardiac output...18

4.1.5 MAC ...18

4.2 Upptagsmodell: ...19

4.2.1 Lowes modell för upptag av konstant anestesimedelskoncentration...21

4.3 Ackumulerat upptag...24

5 Implementering ...26

5.1 Problemdefinition ...26

5.2 Implementering och konstruktion...27

5.2.1 Anestesimedelsupptag...28 5.2.2 Koldioxidproduktion...29 5.2.3 Luftfuktighet ...30 5.2.4 Temperatur...30 5.2.5 FRC + lungdynamik...31 5.2.6 Sammankoppling ...31 6 Mjukvaruarktiektur ...33 7 Reglering...35 7.1 Reglersystemet...35 7.1.1 Processen...35 7.1.2 Sidokanalsblåsarens matningsspänningsbyte, v...39 7.1.3 Börvärdet, r ...40 7.1.4 Spänningsbegränsning ...41

7.1.5 Störningar och brus, n ...41

7.1.6 Filter...41 7.2 Regulatorn ...42 7.2.1 PI-regulator ...42 7.2.2 Parameterstyrning ...43 7.2.3 Anti-windup ...44 7.2.4 Reglerprestanda...44 8 Användargränssnitt ...47 8.1 Kontrollpanelen...47 8.2 Flikmenyn ...48 8.2.2 Grafer ...50

9 Testning och validering ...52

9.1 Flödesreglering...52

9.2 Anestesiupptag ...52

9.3 Luftfuktighet & temperatur...53

9.4 Koldioxidproduktion ...53

10 Slutsatser och möjliga förbättringar...54

11.1 Avgivning av anestesimedel ...55

11.2 Upptag av syrgas ...55

Referenser...56

Terminologi

Bypasskrets Förbikoppling, i detta fall separat gasslinga med kolfilter, sidokanalsblåsare, ventil och

flödesmätare.

DAQPad Datainsamlingsenhet som ansluts till dator, mäter och styr spänningar.

Endtidal Avser slutet av exspirationen Exspiration Utandning

FRC Funktionel residualkapacitet, kvarvarande volym i lungan efter normal utandning

HME Heat Moisture Exchanger, filter som återför fukt och värme till patienten

Inspiration Inandning

LabView Programvara med verktyg för beräkningar och användargränssnitt

Sidokanalsblåsare En pump med fläktblad inbyggd i ett hölje som är utformat på så vis att luften transporteras från den ena öppningen till den andra

Testlunga En gummiblåsa som är inklämd i en plasthållare, vilken ger ett tryck som ökar med fyllnadsgraden och simulerar en lungas elasticitet.

1 Inledning

När anestesimaskiner utvecklas finns det behov att testa dem under verklighetsnära förhållanden. På Maquet Critical Care AB har detta tidigare gjorts genom djurförsök på grisar samt genom enklare labuppställningar. Djurförsök är dyra, tidskrävande och har etiska komplikationer. Att utforma tillfälliga testuppställningar ger varierande resultat och tar tid från det egentliga utvecklingsarbetet.

Dessa anledningar leder till en efterfrågan av en patientsimulator med förmågan att efterlikna mänskliga egenskaper som upptag och avgivning av anestesimedel, koldioxidproduktion, syrgasupptag, avgivning av fukt och värme samt lungornas dynamik.

Simulatorn som skall konstrueras skall användas för att utvärdera anestesimaskiners prestanda, dess reglerfunktion för gasflöden, anestesimedelskoncentrationer och koldioxidabsorbering, samt dess förmåga att arbeta långa perioder utsatt för fukt, värme och anestesimedel.

Hållbarhet och repeterbarhet anses viktigare än att simulatorn ger resultat som exakt efterliknar mänskliga egenskaper, vilket är egenskaper som dessutom varierar mellan olika patienter och olika medicinska situationer.

1.1 Mål och syfte

Målet med examensarbetet är att konstruera en hållbar, kompakt och transportabel simulator som skall åstadkomma ett anestesiupptag och koldioxidproduktion. Den skall kunna avge fukt och temperatur snarlikt en människa, det vill säga 100 % relativ luftfuktighet respektive 32-38qC i utandningsluften. Patientsimulatorn skall ha ett användarvänligt gränssnitt både hårdvarumässigt och mjukvarumässigt, med möjlighet att ställa in börvärden på anestesiupptag, koldioxidproduktion och patientparametrar samt möjlighet att övervaka dessa.

Syftet med detta examensarbete är att uppfylla det mjukvarumässiga kravet på projektet, såsom implementering av reglersystem, övervakning och

användargränssnittet människa-dator. Implementering av reglersystemet innefattar modellering av hela processen, samt modellering av människans anestesiupptag och koldioxidproduktion. Det inbegriper även datainsamling, gränssnitt mellan dator och systemet, hantering av brus och störningar, och filtrering av mätsignaler.

1.2 Tidigare arbeten och alternativa lösningar

På Maquet Critical Care AB har anestesiupptag tidigare simulerats genom att göra tillfälliga och enklare labuppställningar. Dessa hade inte den helhet som söks, vilket patientsimulatorn skall klara av, det vill säga anestesiupptag, koldioxidproduktion, uppvärmning och befuktning av utandningsluft.

Ett att simulera lungornas dynamik och FRC är att använda vatten i en behållare med två kammare. Behållaren har en vägg som separerar vattnet och luften åt i överdelen, men som tillåter vattnet rinna fritt till andra delen av behållaren då den ena kammaren utsätts för tryck. [12] Nackdelen med denna metod att simulera lungdynamiken är att flödesmätare i olika grad påverkas av fukt samt att fukten upptar en del av kolfiltrets adsorptionskapacitet. Dessutom finns färdiga testlungor som fungerar väl.

1.3 Avgränsningar

Projektet med målet att utveckla och konstruera en patientsimulator har bedrivits gemensamt av Lyna Tuong och Staffan Palm i form av två examensarbeten på Maquet Critical Care AB.

Detta examensarbete fokuserar på datorimplementation, reglerteknik,

användargränssnitt och bakgrundsinformation om anestesi medan Staffan Palms examensarbete fokuserar på komponentval, mätmetoder, utformning och konstruktion samt materialval. Samarbete mellan de två examensarbetarna har krävts under

projektets gång och de två examensrapporterna kompletterar varandra, dock har de separata blickpunkter. Läsaren rekommenderas läsa båda rapporterna för att erhålla en bättre helhetsbild över projektet.

2 Fysiologi

2.1 Lungornas uppgift

De främsta uppgifterna lungorna har är att se till att gasutbytet mellan blodet och andningsluften sker. Först genom att ta upp syre i blodet och sedan genom att avge koldioxiden från vävnaderna med utandningsluften [1]. En vuxen människa andas normalt cirka 6-8 liter luft per minut i vila, vilket anger minutventilationen, . Det görs genom att ta 12-20 andetag per minut med andningsvolymen, tidal volym, ungefär 0.5 l. [2]

E

V

2.2 Lungornas uppbyggnad Vänstra lungan består av två lober och den högra består av tre lober. Luftstrupen (trachea) övergår till två primärbronker som går till respektive lunga. Bronkerna delas upp och går till varje lob där de sedan minskar i storlek och övergår till bronkioler. Bronkiolerna i sin tur övergår till alveoler, små lungblåsor (se Figur 2.2), alveoler. Gasutbytet som sker mellan blodet

och andningsgasen åstadkommes genom diffusion i alveolerna och bronkiolerna, där syre och koldioxid diffunderar till och från blodet (se 2.6). Under inhalationsanestesi transporteras narkosmedlet på samma sätt mellan gas och blod.

Figur 2.1 Mänskliga lungor

(alveoler)

Figur 2.2 Lungans uppbyggnad

2.3 Befuktning och värme

När luften passerar luftvägarna (näsan, bihålorna, svalget, struphuvudet, luftstrupen och luftrören, bronkerna) befuktas och värms luften för att inte skada de känsliga lungorna. I luftstrupen är det 37qC varmt och den relativa luftfuktigheten är 100 %, det vill säga luften är mättad med fukt.

2.4 Dead space

Cirka en tredjedel av luften som andats in deltar inte i gasutbytet, utan stannar kvar i luftvägarna, som kallas dead space. Volymen på dead space är beroende av

människans vikt, 2-2,5 ml/kg, det vill säga cirka 150 ml för en person som väger 70 kg. [3]

2.5 FRC

Under inandning sugs luft in i lungorna genom att man vidgar bröstkorgen och drar ner diafragman, på så sätt skapas ett undertryck i lungan och luft utifrån sugs in. Utandning vid vila sker genom att man slappnar av de muskler som spänner upp bröstkorgen och diafragman så att luften passivt trycks ut. När man har andats ut har lungorna fortfarande en volym kvar vid avslappnat läge, FRC, functional residual capacity. FRC är olika stor hos en människa beroende på om hon befinner sig i upprätt läge eller i liggande, FRC:n sjunker ytterligare under narkos. FRC beräknas vara 27-30 ml/kg för barn och 30 ml/kg för vuxna. Till exempel har en vuxen människa på 70 kg en FRC på ungefär 30 ml/kg · 70 kg = 2100 ml = 2,1 l. [1], [3]

2.6 Koldioxidproduktion och syreupptag

När syre tas upp i blodet genom diffusion från alveolerna transporteras syret till olika vävnader och diffunderar till mitokondrierna i cellerna. Koldioxiden som då bildas i mitokondrierna rör sig i motsatt håll jämfört med syret, diffunderar ut till alveolerna och andas sedan ut.

Människans syreupptag kan beskrivas som:

>

2 BW ml

Q_O ˜

@

där BW = body weight, kroppsvikt

Och koldioxidproduktionen uppskattas vara:

>

@

3 Anestesi & anestesimaskiner

3.1 Begreppet Anestesi

Ordet anestesi kommer från grekiskan och betyder ”utan känsla”.

Att ge anestesi beskrivs gärna som en konst av narkosläkare, då de skräddarsyr hela anestesiförloppet under operation för varje enskild patient beroende på patientens status. Anestesimedel ges till patienten med målet att bibehålla en koncentration av anestesimedlet i det centrala nervsystemet så att tillräckligt mycket av patientens medvetande och reflexer minskas.

Begreppet anestesi delas in i tre områden: lokal anestesi, regional anestesi och generell anestesi

Lokal anestesi, ges genom injektion för att bedöva mindre delar av kroppen. Regional anestesi, ges med bedövningsmedel lokalt för isolerade kroppsdelar och nerver.

Generell anestesi innebär att patienten sövs eller försätts i ƒ medvetslöshet (narkos)

ƒ analgesi, dvs smärtlöshet

ƒ reducering eller avsaknad av reflexer ƒ muskelrelaxering.

Det ges bland annat under operationer och inom tandvård, men även ibland under vissa undersökningar eller behandlingar.

Generell anestesi delas upp i tre underkategorier beroende av hur de ges.

Inhalationsanestesi, då anestesimedlet inhaleras av patienten. Anestesimedlet ges genom andningssystemet, där anstesigasen andas in och tas upp i blodet som transporterar den till andra organ och vävnader, där målet är hjärnan.

Intravenös anestesi, då anestesimedlet ges genom injektion eller infusion. Balancerad eller kombinerad anestesi, då man använder sig både av

inhalationsanestesi och genom injektion av anestesimedel. Detta är troligen den mest vanliga metoden idag. [5]

Detta examensarbete kommer endast att behandla inhalationsanestesi.

3.2 Historia

Under 1800-talet började man experimentera med en rad olika ångor och gaser, bland annat koldioxid och lustgas. Lustgas användes från början i ett roande syfte, en amerikansk tandläkare kom så småningom på att han kunde använda lustgas när han drog ut tänder.

1842 upptäckte man att man kunde använda eter som anestesimedel, men det hade en del nackdelar, som illamående och att det var brandfarligt. Etern ersattes på vissa platser med kloroform, som dock inte heller var ett säkert ämne, eftersom det är giftigt (skadar lever och njurar) och brandfarligt.

3.3 Nutid

Under modernare tid har man tagit fram en rad olika anestesimedel och olika kombinationer att ge dem på, allt efter behov. Man strävar efter rätt mix av

smärtstillande, medvetslöshet och reflexdämpning. Idag är det mycket säkrare med generell anestesi jämfört med tidigare då eter och kloroform användes. Detta beror på snabbverkande anestesimedel, förbättrade säkerhetsstandarder för anestesiutrustning samt bättre utrustning för att övervaka och kontrollera till exempel andning,

blodtryck, hjärtslag och hjärnaktivitet under operationer.

Under generell anestesi slås spontanandningen ut och patienten behöver

andningshjälp. Detta åstadkommes med anestesimaskinen som bland annat innehåller en respiratordel.

Det ideala anestesimedlet är icke brandfarligt, har ingen explosionsrisk, är fettlösligt, är lättlösligt i blod, har inga bieffekter i till exempel hjärta, lever och njurar,

metaboliseras inte och är lätt att distribuera till patienten.

3.4 Olika inhalationsanestesimedel

De moderna inhalationsanestesimedel som används idag är isofluran, sevofluran, enfluran, halotan och desfluran. Dessa är alla lättflyktiga anestesimedel som alla utom desfluran är i vätskeform vid normal rumstemperatur och atmosfärstryck, desfluran har sin kokpunkt vid 24qC. De andra anestesimedlen har kokpunkt runt 50q– 60qC (se Tabell 3.1). Medel för inhalationsanestesi ges oftast i kombination med lustgas och syrgas.

Halotan åstadkommer medvetslöshet, men ger lite smärtlindring, används därför oftast tillsammans med smärtstillande medel. Eftersom halotan metaboliseras till viss del kan det ge negativa effekter i levern. Dock har halotan en behagligare lukt och ges därför ofta till barn.

Isofluran har liknande effekter som halotan och enfluran, men ger snabbare verkan. Isofluran kan dock ge oregelbunden hjärtrytm.

Sevofluran verkar snabbt och kan ges genom mask eftersom det inte irriterar luftvägarna, men kan däremot ge njurskador.

Desfluran irriterar luftvägarna vid höga koncentrationer och används därför inte vid nedsövning. Desfluran orsakar även störningar i hjärtrytmen. Dess fördelar är att det är snabbverkande.

Lustgas, N2O, är väldigt snabbverkande och anses vara den säkraste

inhalationsanestesin som finns, eftersom den inte påverkar andning eller blodflöde till hjärnan. Det är dock ett relativt svagt anestesimedel och passar sig därför inte att användas ensamt vid större operationer.

Syrgas. Under anestesi försämras lungornas syresättning av blodet. För att kompensera detta tillförs syrgas till 30-40% i inandningsluften.

Sevofluran Desfluran Isofluran Enfluran Halotan N2O

Kokpunkt [qC] 59 24 49 57 50 -88 Ångtryck vid 20qC [mm Hg] 157 669 238 172 243 38,77

Tabell 3.1 Kokpunkter och Ångtryck för olika anestesimedel.

[8],[6],[2]

3.5 Anestesimaskiner

Syftet med en anestesimaskin är att förse patienten med anestesimedel och säkerställa en adekvat ventilation för patienten, det vill säga att syresätta blodet och avlägsna koldioxid.

En anestesimaskin består av tre delsystem. Ett system för anestesimedels-, syre- och lustgasförsörjning, ett system för ventilering och ett övervakningssystem. Den klassiska och vanligaste anestesimaskinen är baserad på pneumatisk teknik, men en snabb utveckling sker åt en elektroniskt baserad reglering och övervakning av gasflöden.

Anestesitillförsel baseras på att systemet har en syrgaskälla, flödesmätare, en förgasare som förångar anestesimedel från vätskeform till anestesiånga, en

denne hjälp med andningen av ventilatorn i anestesimaskinen, eller så ventileras patienten för hand med hjälp av en blåsa. Patienten kan också spontanandas under inhalationsanestesi.[8]

Vad som händer med utandningsluften skiljer sig därefter beroende på vilket av nedanstående anestesisystem det är:

ƒ Icke-återandningssystem ƒ Partiell återandning ƒ Total återandning

3.5.1 Icke-återandningssystem

I icke-återandningssystem ersätts hela patientens utandade gasvolym med ny gas vid inandningen. Förgasningen görs i hela inspirationsflödet. Endast en liten del tas upp av patienten. Den utandade gasen lämnar då systemet och tas om hand i ett

evakueringssystem. Metoden har låg verkningsgrad med avseende på

anestesitillförsel. Denna typ av system blir alltmer ovanliga i anstesisammanhang, då metoden resulterar i höga kostnader av anestesimedel. Metoden kan däremot

användas på barn eftersom det är en snabb metod och det handlar om små volymer. [2], [5] Förgasare med Anestesimedel Patient Y-stycke Evakuering av överskottsgas Ventilator

Figur 3.1Exempel på öppet system

3.5.2 Partiella återandningssystem

I partiella återandningssystem (se Figur 3.2) andas patienten in delar av gasen.

Färskgasflöde O2 + N2O/Luft Förgasare med Anestesimedel Patient Y-stycke Koldixdabsorber Bälg Evakuering av överskottsgas Backventil Backventil

Figur 3.2. Partiellt återandningssystem. Färskgasflödet, som består av 25-100% syre, blandat med luft eller lustgas flödar genom förgasaren och tar med sig anestesimedel i förgasaren, och patienten andas in gasblandningen. Vid utandning flödar koldioxid, syre och anestesimedel genom den andra delen av kretsen. En del av detta flöde försvinner till evakueringen, resten flödar vidare, genom

koldioxidabsorben, blandas med färkgas och nytt anestesimedel och patienten andas in igen. Bälgen trycks ihop med hjälp av en ventilator eller en handventilationsenhet, då luft därifrån leds in i utrymmet mellan kammaren och bälgen. Då bälgen trycks nedåt trycks luft och anestesimedel inuti bälgen in till cirkelsystemet.

Koldioxidabsorben består av en blandning av natriumhydroxid och kalciumhydroxid där koldioxiden absorberas genom en kemisk reaktion. Vid reaktionen frigörs värme och fukt och absorbermassan ändrar succesivt färg. Absorbermassan måste bytas ut när den har ändrat färg helt, då det är ett tecken på att den är förbrukad. [2], [5]

3.5.3 Total återandningssystem

Total återandning fungerar i princip som partiell återandning (se 3.5.2), men

4 Anestesimedelsupptag

4.1 Upptag av anestesimedel

En patients upptag av anestesimedel påverkas av följande parametrar: ƒ Partialtrycksskillnad mellan alveolerna och blodet.

ƒ Löslighetskoefficienten mellan blod och gas för det aktuella anestesimedlet ƒ Cardiac output (hjärtminutvolymen)

4.1.1 Partialtryck

Anestesimedlets partialtryck i alveolär gas avgör partialtrycket av anestesimedel i blodet och därav hur djup narkos en patient har. Om partialtrycket i alveolerna är högt ökar diffusionen av anestesimedel in till blodkärlen, är däremot partialtrycket i blodet högre diffunderar istället anestesimedlet ut till alveolerna och kroppen vädrar ut anestestesimedel, vilket sker under avslutning av anestesi. [5]

4.1.2 Löslighetskoefficienten för blod/gas

Löslighetskoefficienten för ett anestesimedel är en fördelningskoefficient som talar om hur mycket anestesimedel som löses i blodet, jämfört med hur den löses i gas vid samma partialtryck. [5]

4.1.3 Löslighetskoefficient i olika vävnader

Anestesimedel har även olika löslighetskoefficienter beroende på vävnad, vilket också påverkar upptaget. Blodflödet och vävnadens massa avgör hur snabbt vävnaderna mättas. [5]

4.1.4 Cardiac output

Hjärtminutvolymen, (eng. Cardiac output), är volymen blod som pumpas ut i hjärtkammarna under en viss tidsperiod. Ju mer blod som pumpas ut, desto större blodflöde går till lungorna, vilket leder till att mer anestesimedel distribueras från lungorna och ut i vävnaderna. Cardiac output beror bland annat av människans vikt. [5]

4.1.5 MAC

MAC, Minimum Alveolar Concentration, ”den alveolära koncentration av en gas där 50% av patienterna inte rör sig när de utsätts för smärtsam stimulus” [2]. MAC-värdet för ett anestesimedel anger hur effektivt det är. Normalt använder man 1,4·MAC vid en operation. MAC-värdet ändras beroende av ålder, äldre patienter behöver inte lika stor koncentration av anestesimedel medan barn och spädbarn kräver högre

Sevofluran Desfluran Isofluran Enfluran Haloran N2O Löslighetskoefficient Blod/Gas 0,65 0,42 1,46 1,9 2,50 0,46 Löslighetskoefficient Hjärna/Blod 1,7 1,3 1,6 1,4 1,9 1,1 Löslighetskoefficient Fett/Blod 47,5 27,2 44,9 36 51,1 2,3 Löslighetskoefficient Muskler/Blod 3,1 2,0 2,9 1,7 3,4 1,2 MAC [%] 2,05 6,0 1,15 1,7 0,75 105 Metabolism [%] 2-5 0,02 0,2 2,4 20 –

Tabell 4.1Löslighetskoefficienter mellan olika medium, MAC och metabolism för respektive anestesimedel

[2], [7]

4.2 Upptagsmodell:

Upptagskurvan för ett anestesimedel följer en exponentiellt avtagande funktion, där upptaget i början då det inte är något anestesimedel i kroppen är högt. Beroende på hur stor löslighetskoefficienten för blod/gas är faller upptaget snabbt för att sedan plana ut allt eftersom patienten mättas på anestesimedel.

Upptag av anestesimedel 0 50 100 150 0 50 100 150 200 250 Tid [min] U p p tag [ m l g as / m in ]

Figur 4.1Ett typiskt utseende på ett upptagsförlopp med inledningsvis högt, men snabbt exponentiellt avtagande upptag. Detta upptag är för en patient om ca 70kg som får 1% Halotan.

Den enklaste modellen går ut på att beskriva upptaget i blodet med hjälp av en behållare. (Figur 4.2). Behållaren innehåller blod, initialt utan anestesimedel. Ett konstant flöde, Q , av blod innehållande anestesimedel flödar genom behållaren. Mängden av anestesimedel i behållaren är inflödet av anestesimedel minus utflödet av anestesimedel. Allteftersom koncentrationen av anestesimedel ökar i behållaren ökar även koncentrationen i utflödet. Upptagsekvationen kommer då att följa en

exponentiellt avtagande funktion.  Q Q Q1 1 Q 2 Q 2 Q 2 V 1 V

Figur 4.2 Upptagsmodellering där upptaget av anestesimedel i kroppen ses som upptaget i en respektive två behållare.

Med en enda behållare kan man modellera blodets upptag av anestesimedel, med flera behållare modelleras även de olika vävnaderna och organen såsom hjärna, muskler och fett. Allteftersom koncentrationen av anestesimedel ökar i första behållaren, kommer även behållare nummer två att ta upp anestesimedel, och så vidare. [9]

Den upptagsmodell som implementerats i patientsimulatorn är en uppskattning på upptaget av anestesigas enligt Lowes upptagsmodell. Den bygger på Servinghaus upptagsmodell för lustgas och behandlar upptag baserad på konstant

4.2.1 Lowes modell för upptag av konstant anestesimedelskoncentration

Lowes upptagsmodell, baserad på Servinghaus upptagsmodell för lustgas. Modellen uppskattar upptaget av anestesimedel i gasform. [10]

2 / 1  ˜ ˜Q t C V_{AN a}  [ml/min] där

Q = cardiac output [dl/min]

a

C = koncentrationen av anestesimedel i artärerna t = tid [min]

Koncentrationen av anestesimedel i artärerna beräknas

G B A a C C ˜O _/ där A

C = alveolär koncentration av anestesimedel

G B /

O = löslighetskoefficient för blod/gas

Det C_A som krävs under en operation räknas fram som en multipel av MAC:

MAC f

C_A ˜

där

f = beräkningsfaktor som definierar önskad alveolär koncentration som en multipel av MAC, f 1.3 då lustgas inte används.

Cardiac output beräknas enligt Brodys ekvation

4 / 3 2 BW Q ˜ [dl/min] där BWär patientens vikt i kg

Allt detta ger

4.2.2 Koncentrationsförändringar

Då Lowes upptagsmodell för anestesimedel endast behandlar konstant koncentration av anestesimedel modifieras upptagsmodellen för att hantera initialdoser då systemet fylls av anestesigas, och för koncentrationsförändringar från anestesimaskinen vilket görs av användare. Lowes upptagsmodell modifieras för att ta hänsyn till redan upptaget anestesimedel i kroppen.

Integrering av upptag med två olika koncentrationer ger nedanstående kurvor i Figur 4.3, som visar mängden anestesimedel som tagits upp. Vid koncentrationsändring ges begynnelsevärdet för det nya upptaget av den mängd anestesimedel som tagits upp hittills. tc 't t t1 VA [m l] t [min] 2 A V 1 A V 2 1 A A V V

1 A

V

V

Figur 4.4 Upptagskurvorna, där koncentrationsökning sker vid tiden t1.V_A1 V_A2 det vill säga de båda markerade fälten har lika stor area. Upptaget följer den streckade kurvan och är derivatan av kurvan på mängden i Figur 4.3.

Antag att en koncentrationsökning sker vid tiden t₁ . Den nya kurvan, VA2i Figur 4.3

med koncentration CA2 skall vid denna tidpunkt ha det värde som den gamla kurvan,

VA1, hade vid tidpunkten då koncentrationsändring skedde (t1).

Ett nytt koordinatsystem införs med tiden tc, med nollpunkt där den nya kurvan har värdet noll, VA2=0.'t är tiden det tar för den nya kurvan att anta värdet VA1(t1).

Integrering av ett upptag blir

2 1 1 2 1 2 1 t C C t A A ' Ÿ 1 2 2 1 _t C C t A A ¸¸ ¹ · ¨¨ © § '

Vid datorimplementation kan detta ses som en tidsskalning vid varje sampel som beror av koncentrationen vid förra samplet och tiden som förflutit sedan dess.

2 1 2 1 1 ) (    _¸¸ ¹ · ¨ ¨ © § ¸¸ ¹ · ¨¨ © §  An An s n An n C C T t p C V Där _n An An s n t C C T t _¸¸ ¹ · ¨¨ © §    2 1 1 )

( är tiden som har gått hittills enligt den förra kurvan.

tn-1= tiden som gått vid förra samplet, och TS=sampeltiden.

Om koncentrationen inte har ändrats, dvs CAn-1=CAn, sker det ingen skalning då

1 1  An An C C . 4.3 Ackumulerat upptag

Det är intressant att veta hur mycket anestesimedel patientsimulatorn har tagit upp, dels för att slutanvändaren av patientsimulatorn vill ha reda på det, dels för att det är nödvändigt med tanke på hur länge kolet i kolfiltret räcker för att kunna absorbera allt anestesimedel som flödar genom filtret och slutligen för att kunna verifiera att rätt mängd anestesimedel har tagits upp (se 9.2).

Integration av V_AN ger totala upptaget av anestesigas under en viss tidsperiod

³

AN V dt

V

0

 _[ml]

För att räkna ut massan på volymen anestesimedel patienten tagit upp används den specifika vikten av anestesimedlet och relationen mellan volymen ånga som erhålls från en viss volym vätska.

liq vap

r / = relationen mellan volymen ånga som erhålls från en viss volym vätska

m = anestesimedlets massa, [g] liq v = vätskans volym, [ml] vap v = ångans volym, [ml] G

S. = den specifika vikten för anestesimedlet [g/ml]

liq v

m G

liq vap vap liq liq vap liq vap r v v v v r / / Ÿ (2) (2)=>(1) Ÿ vap liq vap liq vap vap v m r r v m G S / / . liq vap vap r v G S m / . ˜

Inhalationsanestetika Ånga [ml] / Vätska [ml]

liq vap r / Specifik vikt [g/ml] G S. Desfluran 211 1,45 Sevofluran 181 1,52 Isofluran 196 1,51 Enfluran 198 1,53 Halotan 227 1,82

5 Implementering

5.1 Problemdefinition

Patientsimulatorn skall klara av att ta upp anestesimedel enligt den modifierade modellen baserad på Lowes modell (se 4.2.2), vilken kan klara av

koncentrationsökningar. Vid koncentrationssänkningar skall patientsimulatorn hålla upptaget konstant, då utvädring av anestesimedel inte implementeras i

patientsimulatorn (se Avgränsningar, kapitel 1.3). Patientsimulatorn skall även kunna hålla ett konstant upptag som ställs in av användaren.

Patientsimulatorn skall avge koldioxid som liknar ett mänskligt capnogram, det vill säga en kurva över utandad koldioxidkoncentration, enligt 2.6. Den skall både klara av att avge koldioxid enligt en given koldioxisproduktion.

Gasen som patientsimulatorn avger skall ha 100 % relativ fuktighet, samt vara

32-38qC varm.

Patientsimulatorn skall även ha en ställbar funktionell residualvolym (FRC, se 2.5) på 1,3 – 3,2 liter, samt en passiv testlunga.

Förutom styrning av anestesiupptag, koldioxidavgivning, fukt och temperatur, skall patientsimulatorn kunna mäta alla dessa parametrar, vilket är en förutsättning för att kunna styra dem, samt presentera dessa mätvärden på ett överskådligt vis.

Systemöversikt: Anestesimaskin Sensorer: Anestesi CO2 Fukt Temperatur Flöde Anestesi-upptag Plats för framtida O2 -modul och förgasare Residual-volym Fukt Värme CO2 Passiv testlunga

5.2 Implementering och konstruktion

Konstruktionen för patientsimulatorn utgår från en dragsspelsliknande bälg, med en påbyggnad för anslutningar, där gaserna som kommer in till patientsimulatorn från anestesimaskinen blandas. Bälgen har en reglerbar volym för att kunna simulera patienter med olika stora lungor, samt en så kallad testlunga (se 5.2.5) ansluten för att kunna simulera patientens lungdynamik.

igur 5.2 Konstruktionsöversikt

nestesiupptaget implementeras genom att pumpa ut en del av gasblandningen från

Figur 5.3 En behållare med kolgranuler tesimedel fastnar.

oldioxid från en yttre gastub doseras in till blandningskammaren via en n. n ar Massflödesregulator HME (Fuktfilter) Befuktningskammare Flödesmätare 0-200 l/min Flödesmätare 0-20 l/min Ventil Sidokanalsblåsare (pump)

Fukt- och temperatur-sensor AION Blandingskammare reglerbar volym Blandningsfläkt Testlunga Värmare Kolfilter

Flöde till och från anestesimaskin Koldioxidtub CO2 gasanalysator F A

blandningskammaren genom ett kolfilter, där allt anestesimedel adsorberas innan kolfiltret mättas och släpper igenom anestesimedel.

utgör ett filter där anes

K

massflödesregulator och följer med gasblandningen ut till anestesimaskine För att patientsimulatorn skall avge fukt och värme likt en människa ansluts e befuktningskammare på utgången på patientsimulatorn, där vatten värms upp och avger vattenånga. Värmen från vattnet räcker även till för att värma

Övervakning av systemets parametrar används med hjälp av en gasanalysator, två flödesmätare samt en fukt-och temperatursensor. För att kunna samla in mätvärden

tor

edelsupptaget på följande vis: Från

ed hjälp av en sidokanalsblåsare som skapar erhettning samt styra patientsimulatorn används en styr- och mätmodul som kopplas till en da (se kap 6).

5.2.1 Anestesimedelsupptag En bypasskrets åstadkommer anestesim blandningskammaren pumpas gas ut m

ett flöde genom bypasskretsen. På grund av ljudnivån och för att undvika öv och slitage av sidokanalsblåsaren används endast maximal matningsspänning till sidokanalsblåsaren när högt flöde behövs. Detta åstadkommes med ett relä som växlar matningsspänningen mellan 5 V och 12 V. Flödet kan till viss mån styras av

sidokanalsblåsaren, men den svarar långsamt på förändringar pga. motorns tröghetsmoment.

Figur 5.4. En sidokanalsblåsare av modell Ametek Minispiral HPC SE12RE21S – en fläkt med ovinklade fläktblad inbyggd i ett hölje som är utformat på så vis att luften transporteras från den ena öppningen till den andra

oportionalventil r att reglera flödet. Flödet av

len nna Istället används en pr

fö

gasblandningen med anestesimedel pumpas på så sätt genom ett kolfilter som adsorberar all anestesigas i gasblandningen, även en del koldioxid adsorberas i kolfiltret. Kolfiltret i sig innehåller korn av aktivt kol som adsorberar anestesiångorna i mikroskopiska porer och filtret placeras framför proportionalventi och sidokanalsblåsaren för att ku adsorbera och på sätt skona ventilen och sidokanalsblåsaren från

anestesimedel.

Figur 5.5. En proportionalventil, Teknocraft,

outlet balanced valve 203313, styr flödet

genom bypasskretse

bypasskretsen mäts halten av anestesimedel, lustgas samt koldioxid ed hjälp av en gasanalysator, AION från Artema Medicals. För att skydda AION från fukt, bakterier och smuts placeras en vattenfälla med filter på gasingången.

n.

Figur 5.6 Gasanalysatorn Artema AION 03, med tillhörande vattenfälla, som samlar upp fukt och smuts.

I bypasskretsen mäts flödet med hjälp av två flödesmätare, var och en med kapacitet ra upp till 20 l/min. Störningar i form av flödesturbulens och elektriskt brus ger att mäta olika flödesintervaller, den ena mäter flöden upp till 200 l/min, och den and mäter

dåliga och instabila resultat vid låga flöden för flödesmätaren som mäter upp till 200 l/min, medan flödesmätaren som mäter upp till 20 l/min beter sig bättre vid små flöden än den större. För att kombinera den större sensorns mätområde med den mindre sensorns noggrannhet används båda sensorerna och byte av vilket mätvärde som används sker omkring flödet 20 l/min.

Figur 5.7 Flödesmätarna, Honeywell AMW720P1 som klarar upp till 200 l/min, samt Honeywell

AMW5104, 20 l/min.

Maxflödet i bypasskretsen är 48 l/min, detta på grund av olika fysiska förutsättningar s prestanda. Detta flöde är tillräckligt för patientsimulatorn, då

an) mäter koldioxidkoncentrationen i systemet. som strypningar i systemet, i slangar, flödesmätare och ventilen samt på grund av sidokanalsblåsaren

upptaget är väldigt högt endast korta stunder vid ett typiskt upptagsförlopp. 5.2.2 Koldioxidproduktion

Patientens koldioxidproduktion implementeras genom att koldioxid doseras in i blandningskammaren från en tryckflaska med hjälp av en massflödesregulator. En gasanalysator, Artema AION, (se ov

5.2.3 Lu

las in på patientsidan av Y-stycket med en

ej går genom

dningskammare placeras en HME, en. ftfuktighet

En befuktarkammare kopp

anslutningsmodul innehållande backventiler och en förbikoppling som

kammaren. Backventilerna styr gasflödet så att det under inspirationen går förbi befuktaren och vidare in i patientsimulatorn, medan det vid exspirationen styrs genom befuktaren. Befuktaren består av en kammare delvis fylld med vatten, där gasen tar upp fukt när den passerar. Värms kammaren upp höjs luftfuktigheten mer.

En temperatur- och fuktsensor mäter inuti befuktaranslutningen där både exspirationsgas och inspirationsgas passerar.

Mellan befuktaren och patientsimulatorns blan

(Heat Moisture Exchanger), som är ett filter som förhindrar att fukt kommer in i simulatorn. Fukten kommer bland annat från returnerande fukt från anestesimaskin

Befuktarkammare

Isolerande plast PTC-element

Backventiler

Exspirationsflöde Inspirationsflöde

Vatten

Fukt- och temperatur-sensor

Figur 5.9. En befuktark & Paykel MR290, med en anslutningsmodul innehållande

backventiler och en förb som leder exspirationsgasen genom befuktaren, inspirationsgasen

.2.4 Temperatur

nsgasblandning har åstadkommits genom att ammare, Fisher

ikoppling

leds rakt in till blandningskammaren i patientsimulatorn. En sensor, HIH-3602-C, mäter fukt och temperatur på både inspirationsgasen och exspirationsgasen.

5

En tempererad exspiratio

befuktarkammaren (se 5.2.3 ovan) värms upp med hjälp av två element. PTC-elementen är självreglerande till 100qC och är tillräckligt varma för att både värma upp vattnet i befuktaren och luften som passerar befuktaren.

PTC-elementen är kopplade till två reläer för att kunna stänga av PTC-elementen vid behov.

5.2.5 FRC + lungdynamik

Som residualvolym och blandningskammare för gaserna används en

dragspelsliknande bälg där en påbyggnad med anslutningar och sladdgenomföringar fästs. För att blanda gaserna i behållaren monteras en fläkt strax under locket. Bälgen placeras på en platta som är reglerbar i höjdled, vilket gör det möjligt att pressa ihop bälgen för att variera dess volym. Denna volym kan varieras mellan 1.3 – 3.2 liter.

Figur 5.11. En bälg med varierbar volym agerar residualvolym och blandningskammare. Den högra bilden visar blandningsbehållaren med bypasskretsen inkopplad.

För att efterlikna lungdynamiken hos en människa ansluts en testlunga till behållaren. Testlungan består av en gummiblåsa som är inklämd i en plasthållare, vilken ger ett tryck som ökar med fyllnadsgraden och simulerar en lungas elasticitet.

Figur 5.12. En testlunga i viloläge respektive utspänt läge.

5.2.6 Sammankoppling

Hela systemet, undantaget datorn, byggs in så kompakt som möjligt i en portabel behållare (se Figur 5.13). Det måste vara kompakt för att kunna minimera den dead space (se 2.4) som uppstår med långa slangar och kopplingar. Ytterligare faktorer att beakta under konstruktionen av patientsimulatorn är att systemet inuti behållaren måste vara tätt, eftersom anestesimedelsläckage inte är önskvärt då det kan vara skadligt för människan samt eftersom ett läckage kan detekteras av anestesimaskinen som ett upptag. Alla delar som utsätts för anestesimedel måste även tåla

6 Mjukvaruarktiektur

Patientsimulatorn styrs och monitoreras genom programmet LabVIEW (National Intruments), som är ett grafiskt utvecklingsverktyg. Programmet styr och övervakar patientsimulatorn via National Instruments DAQPad-6015, en styr- och mätmodul som kommunicerar med en dator via USB-anslutning. DAQPaden har ett antal digitala respektive analoga in-och utgångar som används för att styra

massflödesregulatorn, sidkanalsblåsaren och ventilen samt för att mäta flöde, temperatur och relativ fuktighet. Gasanalysatorn AION som mäter

anestesikoncentration och koldioxid kommunicerar seriellt med datorn enligt protokoll RS232, vilket hanteras av LabVIEW.

Figur 6.1 NI DAQPad-6015, styr-och mätmodul

Nedan visas schematiskt hur LabVIEW-programmet är uppbyggt. Mellan varje block räknas olika parametrar om för att storheter och enheter skall anpassas till nästa block. Till exempel får block 1, DAQ Mät, in mätvärden som spänning, vilket måste räknas om till rätt storheter. Det finns även en loggfunktion som inte är utritad i schemat, den loggar de parametrar man önskar och sparas till en fil.

Användargränssnitt DAQ Mät Fukt Temperatur Flöde Filtrering Upptags-beräkning Upptagsmodell Regulator Gasanalysator AA-koncentration CO2-koncentration CO2 Styrning enligt patient Patientparametrar AA-val 2 1 3 5 6 4 7 8 DAQ Aktuera 10 9

1. DAQPad mäter fukt, temperatur, koldioxidflöde och flöde.

2. Vikt på den simulerade patienten samt vilket anestesimedel som skall

användas ställs in av användaren. Användaren kan också ställa in ett värde på önskat upptag ifall man vill simulera ett konstant upptag istället för ett upptag enligt upptagsmodellen. Det finns även möjlighet att välja en önskad

koldioxidproduktion. Även simuleringar utan anestesimedel kan göras, genom att ställa in en anestesimedelskoncentration manuellt.

3. Gasanalysatorn Artema AION mäter anestesimedelskoncentrationen,

lustgaskoncentrationen och koldioxidkoncentrationen i processen. Består av en initieringsdel för AION, en del som läser och tolkar data från AION och en del som avslutar kommunikation med AION.

4. Filtrering av flödet och medelvärdesbildning av temperatur och relativ fuktighet.

5. En modell av anestesiupptaget utifrån anestesikoncentration och vikt på patienten ger börvärdet för flödet genom filtret.

6. Koldioxidavgivning beräknas med hjälp av patientens vikt.

7. Upptagsberäkningar. Här omberäknas flöde och koncentration till

anestesiupptag. Även beräkningar på ackumulerat upptag och ackumulerad vikt på anestesimedlet görs i denna modul.

8. En PI-regulator som styr flödet genom filtret, där insignalen är det uppmätta och filtrerade flödet och börvärdet är enligt upptagsmodell alternativt enligt ett konstant anestesiupptag.

9. LabVIEWs användargränssnitt visar all intressant information, både för användaren och för programmets utvecklare. I användargränssnittet finns reglage för att ställa in önskade parametrar. Grafer, displayer och indikatorer visar värden på inställningar, uppmätta värden och koncentrationer.

7 Reglering

7.1 Reglersystemet

Huvudsyftet med patientsimulatorn är att simulera anestesiupptag, vilket görs genom att reglera ett flöde genom kolfiltret. Det är även den enda del av patientsimulatorn som kräver en noggrann reglering. Då normala anestesiupptag är långsamma och enkla används en PI-regulator med anti-windup och parameterstyrning, där regulatorn

skräddarsys efter normala upptagsförlopp. Systemet är diskret, med samplingstid Ts=

200 ms, och regulatorn implementeras i LabVIEW.

Nedan visas det reglersystem som har implementerats i patientsimulatorn. Beskrivning kommer i nästföljande stycken.

Kp Ki(n) f(u) Ki(n-1) Ki(n) -1 Anti-windup 1 z Process p i r e u y felsumma v Regulator n xf[n]=A*x[n]+B*xf[n-1] A+B=1 Filter Figur 7.1. Reglersystemet 7.1.1 Processen

Flödet genom filtret styrs av en ventil. Sidokanalsblåsaren som skapar detta flöde, v,

har två konstanta lägen och styrs med ett relä. Reläet styrs från LabVIEW och ser till att sidokanalsblåsaren matas med antingen 5 V eller med 12 V (se 7.1.2), vilket motsvarar maxflöden på 19 l/min respektive 48 l/min med fullt öppen ventil. Test genom olika stora steg i inspänningen till ventilen och därefter kurvanpassning, har resulterat i två olika funktioner beroende av matningsspänningen till

sidokanalsblåsaren (se Figur 7.2 och Figur 7.3). Funktionerna visar att flödet genom ventilen beror av en tredjegradsekvation av inspänningen till ventilen. Något

tidsberoende kunde inte ses, eftersom ventilens stigtid, Tr< 35 ms, är mindre än

samplingstiden, Ts = 200 ms. Ventilen hinner då verkställa förändringar innan

12 V till sidokanalsblåsare y = 0,0851x3 - 3,3297x2 + 43,954x - 147,85 R2 = 0,9964 -10 0 10 20 30 40 50 60 0 2 4 6 8 10 12 14

Matningsspänning till ventil [V]

Flöde

[

l/min]

Figur 7.2. En kurvanpassning har gjorts för att undersöka hur flödet beror av ventilens läge, det vill säga styrsignalen (matningsspänningen) till ventilen. Här matas sidokanalsblåsaren med 12 V vilket ger maxflödet 48 l/min då ventilen är fullt öppen.

5 V till sidokanalsblåsare y = 0,0456x3 - 1,6374x2 + 20,147x - 65,565 R2 = 0,9988 -5 0 5 10 15 20 25 0 2 4 6 8 10 12 1

Matningsspänning till ventil [V]

Flöde

4

Figur 7.3 Samma experiment som i figuren ovan, men där sidokanalsblåsaren matas med 5 V och maxflödet|19 l/min då ventilen är fullt öppen.

Kurvanpassningarna är beräknade med hjälp av en funktion i Microsoft Excel, som

använder sig av regressionsanalys. Notera de olika skalorna på respektive graf. y är

resultatet av kurvanpassningarna, och gäller endast i det område y är anpassad för.

Omskalning med maxflöde 0 0,2 0,4 0,6 0,8 1 1,2 0 2 4 6 8 10 12 14

Matningsspänning till ventil [V ]

Flöde/Maxflöde

Maxflöde 48 Maxflöde 18

Figur 7.4. Båda kurvorna skalas om med sitt maxflöde och plottas i samma graf.

Det visar sig att flödet genom ventilen ser likadant ut oberoende av flödet från sidokanalsblåsaren. Med denna vetskap görs en linjärisering på kurvorna.

Omskalning med maxflöde

0 0,2 0,4 0,6 0,8 1 1,2 0 2 4 6 8 10 12 14

Matningsspänning till ventil [V]

Flöde [l/min]

Figur 7.5 Linjärapproximation med hjälp av två linjer.

y2=0,07x-0,18

x=7,78, y=0,73

y1=0,25x-1,22

Två linjer med ekvationerna y1 och y2 med skärningspunkt (x, y)=(7.78, 0.73)

Flöde respektive intervall för USKB = 5 V

Börvärde i det lägre

intervallet Q =18˜y1=18˜(0,25˜Uventil–1,22) = 4,5˜Uventil– 24,4 (1)

för flöde 0 till 18˜0,73=13,14 l/min

Börvärde i det högre

intervallet Q =18˜y2= 18˜(0,07˜Uventil–0,18) = 1,26˜Uventil– 3,6 (2)

för flöde 13,14 till 19 l/min

Tabell 7.1 De linjärapproximerade flödeskurvorna beroende av ventilens matningsspänning, där sidokanalsblåsaren matas med 5 V.

Flöde respektive intervall för USKB = 12 V

Börvärde i det lägre

intervallet Q = 48˜y1= 12˜Uventil– 58,56 (1)

för flöde 0 till 48˜0,73=35 l/min

Börvärde i det högre

intervallet Q = 48˜y2= 3,36˜Uventil – 8,64 (2)

för flöde 35 till 48 l/min

Tabell 7.2 De linjärapproximerade flödeskurvorna beroende av ventilens matningsspänning, där sidokanalsblåsaren matas med 12 V.

Där USKB är matningsspänningen för sidokanalsblåsaren och Q är flödet. 

Överföringsfunktionen från matningsspänningen för ventilen till flödet kan uttryckas som en förstärkning och är tidsoberoende.

a s

G( ) , där a = förstärkningen (1)

Överföringsfunktionerna för varje fall blir

n m

mn s Q k

G ( )  _,max (2)

där m=1, 2, m = 1 innebär 5 V matningsspänning till sidokanalsblåsaren och m = 2 är 12 V matningsspänning.

n = 1, 2 är lägre respektive högre intervallet för börvärdet i Figur 7.5

kn är lutningen på respektive linje, det vill säga k1= 0,25 och k2= 0,07

max ,

m

7.1.2 Sidokanalsblåsarens matningsspänningsbyte, v

För att undvika överhettning av sidokanalsblåsaren används maxspänning till ventilen endast när högt flöde behövs. Sidokanalsblåsaren matas därför antingen med 12 V eller med 5 V, vilket åstadkommes med ett relä. Vid ändring av matningsspänningen tar det en liten stund innan sidokanalsblåsaren hinner ställa in sig. Vid mätning av tiden det tar för sidokanalsblåsaren att ställa in sig är ventilen fullt öppen under hela mätningsförloppet. Uppvarvning av sidokanalsblåsare 0 10 20 30 40 50 60 0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 Tid [sec] Flöde [l/min]

Figur 7.6 Stigtiden beräknas för flödet att ställa in sig vid uppvarvning av sidokanalsblåsare då matningsspänningen till sidokanalsblåsaren slår över från 5 V till 12 V.

WW x

0.63˜x

Vid tiden t = 6.73 s switchar reläet från 5 V till 12 V och flödet ökar från 19.2 l/min och svänger in sig till runt 48.5 l/min. Tidskonstanten/stigtiden fås då av tiden det tar för flödet att nå 63 % av slutvärdet.

0.63˜ x = 0.63 ˜ (48.5 – 19.2) = 0.63 ˜ 29.3 = 18.459

Nedvarvning av sidokanalsblåsare 0 10 20 30 40 50 60 0 2 4 6 8 6 18 20 Flöde [l/min] 10 12 14 1 Tid [sec] ˜ W x 0.63 x

Figur 7.7 Stigtiden beräknas för flödet att ställa in sig vid nedvarvning av sidokanalsblåsare då matningspänningen till sidokanalsblåsaren slår över från 12 V till 5 V.

Vid 12.3 s minskar flödet från 48 l/min, svänger in runt 18.75 l/min,

0.63˜ (48 – 18.75) = 18,43,

48 – 18,43 = 29.57 l/min, tiden vid detta flöde = 13.25 s, W = 13.25 – 12.3 = 0.95 s

Vid nedvarvning går det långsammare för flödet att svänga in sig på grund av sidokanalsblåsarens tröghetsmoment i motorn.

En överföringsfunktion omkopplingen kan uttryckas med överföringsfunktionen 1 ) (  sT K s

G , där K är förstärkningen och T är stigtiden för ”nedåt-” respektive

”uppåtswitchning”.

Förstärkningen, K = 4 då 12 V i insignalen ger 48 l/min i maxflöde, 48/12 = 4, och 5 V i insignalen ger ungefär ut 19 l/min.

Vid uppvarvning av sidokanalsblåsaren blir då överföringsfunktionen 1 64 . 0 4 ) (  ˜s s

G , och vid nedvarvning

1 95 . 0 4 ) (  ˜s s G . 7.1.3 Börvärdet, r

Flödet genom kolfiltret beräknas utifrån upptagsmodellen för anestesimedel. Då allt anestesimedel i gasblandningen som går genom kolfiltret antas fastna i kolet är

upptaget därmed den mängd anestesimedel som kommer in i filtret, ,

där är det totala gasflödet och koncentrationen anestesimedel i gasflödet.

Koncentrationen av anestesimedel i gasblandningen mäts med gasanalysatorn AION och gasblandningens flöde är känt, därmed måste flödet av endast anestesigas genom filtret bli A AN Gas C V V  för ett anestesimedelsupptag V_AN. 7.1.4 Spänningsbegränsning

Maximal styrspänning till ventilen är 12 V och regulatorn är designad med detta i åtanke.

7.1.5 Störningar och brus, n

n representerar störningar och brus. Störningarna kommer från anestesimaskinens ventilationsmönster, ändrade tryckfall i gasledningar på grund av till exempel fukt, och bruset kan vara mätbrus och turbulens. Vid högre flöden uppstår mer turbulens,

vilket man tydligt kan se i Figur 7.6, dock är andelen brus stor vid små flöden.

7.1.6 Filter

Detta block filtrerar mätdata från flödesmätaren (bruset, n) och är ett rekursivt

lågpassfilter som viktar nuvarande mätdata med förra värdet.

xf[n] = A˜x[n] + B˜xf[n-1] A + B = 1

därx[n] är mätvärdet från flödesmätaren xf[n] det filtrerade flödet

7.2 Regulatorn Kp Ki(n) Ventil Ki(n-1) Ki(n) -1 Anti-windup 1 z Process p i r e u y felsumma Qmax Regulator _n Pump USKB

Figur 7.8 Regulatorn för flödet genom kolfiltret i patientsimulatorn.

Regulatorn är designad efter en enkel process, där vissa specialfall måste hanteras. Däribland att sidokanalsblåsaren byter inspänning mellan 5 V och 12 V. Flödet minskar eller ökar då väldigt plötsligt trots oförändrat ventilläge. Störningar uppstår då i flödet, vilket måste kompenseras bort.

Även spänningsbegränsningen till ventilen måste hanteras. Begränsningen orsakar en integratoruppvridning, vilket innebär att integralen av felet blir större och större om börvärdet är större än vad utsignalen kan bli och kvarstår på detta vis, det gör att den beräknade styrsignalen växer till stora värden. Integratoruppvridningen löses med hjälp av en anti-windupfunktion som beskrivs nedan.

7.2.1 PI-regulator

Regulatorn är en PI regulator, Kd= 0, då det inte ställs några större krav på en snabb

regulator i denna process. D-delen är även brusförstärkande, trots att visst brus filtrerats bort.

Ventilens överföringsfunktion är

G (se 7.1.1, ekvation 1 och 2)

En PI-regulator kan uttryckas

¹ · ¨¨ © §  ¸¸ ¹ · ¨¨ © § ˜   ˜ I I I I sT sT K T s K K s K s F K 1 1 1 1 1 (1)

Det slutna systemets överföringsfunktion blir då

Den karakteristiska ekvationen är

0 )

(T_I aKT_I sKa

och polen för systemet blir

) (T_I aKT_I Ka s  

För ett stabilt system med polen i vänster halvplan, ƒe{s} < 0, måste då följande

villkor vara uppfyllda:

Ka > 0Ÿ K > 0 eftersom a = Q_m,maxk_n > 0 (Ka+1)TI> 0 Ÿ TI > 0, eftersom Ka+1 > 0

Detta ger inga besked om var polerna kan vara. Då systemet samplas, tas polerna för det diskreta systemet fram.

Det samplade systemets poler ges av

s

T

eO , där O är det kontinuerliga systemets pol och Ts samplingsintervallet. [13]

För ett stabilt system, måste _eOTs 1_.

ŸO Ts< ln 1 = 0 ) (T_I aKT_I Ka   ˜Ts < 0

Återigen har erhålls villkoret

) (T_I aKT_I Ka   < 0. Därför bestäms K och TI

experimentiellt och systemet parameterstyrs.

7.2.2 Parameterstyrning

Fastän börvärdet och processen inte behöver vara snabb större delen av tiden behövs en snabbare regulator i början av upptagssimuleringen, där upptaget är stort och

minskar snabbt. Högre KI (Figur 7.8) ger snabb kurvföljning, men är instabil vid lägre

flöden, då en liten förändring i styrsignalen ger en relativt stor förändring i flödet (se Figur 7.3) då flödet är brantast i början av kurvan.

Parameterstyrning är därför ett bra sätt för att få flödet att snabbt följa den branta börvärdeskurvan i början. Parametervärdena ställs in så att de beror av börvärdets amplitud, r och börvärdets derivata, dr. Ju högre amplitud på börvärdet desto högre

KI, och ju högre derivata på börvärdet, desto högre KI-värde är det som används (se

tabellen nedan). För att kunna parera den snabba flödesändringen i processen då

spänningsväxlingen, först till KI= 0.6 och KP = 0.15 i två sekunder, sedan till KI= 0.3

och KP = 0.12 i ytterligare två sekunder. Annars är K = 0.1.

r 10 15 20 49 Inf 0,025 0,06 0,08 0,1 0,1 0,4 0,5 0,1 0,1 0,1 0,2 0,4 1 0,1 0,2 0,2 0,2 0,4 Inf 0,2 0,2 0,2 0,2 0,4 dr

Tabell 7.3 KI–värden beroende på börvärdets höjd, r, och börvärdets derivata, dr.

Byte av KI-värde unde r körning kräver en omskalning av felsumman för att hopp i

styrsignalen skall undvikas, det vill säga en typ av bumpless transfer, se Figur 7.8.

7.2.3 Anti-windup

Då ventilen endast klarar av 0-12 V och flödet genom ventilen max är 48 l/min och börvärdet är högre än 48 l/min i början av ett upptag, uppstår en

integratoruppvridning.

En anti-windup implementeras för att motverka detta. Den ser till att i-delen och

p-delen är mindre än vad umax = 12 kan bli och verkar när börvärdet är högre än vad som

kan verkställas. max u p i 

> @

> @

_¦

¦

¦

> @

Stabiliteten visas genom att ta fram bodediagrammen för det slutna systemet. Detta görs för extremfallen med de minsta respektive de största reglerparametrarna, det vill

säga då KI= 0,06 och KP= 0,1 samt då KI = 0.6 och KP = 0,15 (efter växling av

-12 -10 -8 -6 -4 -2 0 Magn itude ( d B ) 10-2 10-1 100 101 -40 -30 -20 -10 0 Phase (d eg) Bode Diagram Frequency (rad/sec)

Figur 7.9 Bodediagram för det slutna systemet med svagast reglering, KI = 0,06 och KP = 0,1

-20 -18 -16 -14 -12 -10 -8 -6 -4 -2 0 Magnitude (dB ) 10-2 10 -1 10 0 1 0 1 1 0 2 -60 -30 0 Phase (deg) Bode Diagram Frequency (rad/sec)

Figur 7.10 Bodediagram för slutna systemet med starkast reglering, KI = 0,6 och KP = 0,15

Båda bodediagrammen visar att amplituden inte överstiger |GC(s)| = 1, vilket tyder på

Känslighetsfunktionerna för systemet med de båda seten med parametrar visar att reglersystemet undertrycker störningar, då amplitudkurvorna för

känslighetsfunktionerna är mindre än ett (se nedan).

Figur 7.11 Känslighetsfunktionen för reglersystemet med KI = 0,06 och KP = 0,1 visar att störningar undertrycks.

8 Användargränssnitt

För att kunna ställa parametrar och övervaka systemet har det utformats en

kontrollpanel i LabViews användargränssnitt. Här åskådliggörs mätvärden som fukt och temperatur, olika gaskoncentrationer, upptagskurvor och flödeskurvor. Annan information som kan visas är status för AION samt felstatus för

LabVIEW-programmet. I kontrollpanelen finns reglage och utrymmen för att ställa olika parametrar som är nödvändiga för simulering.

Figur 8.1 Layout på användargränssnittet i LabView-programmet.

8.1 Kontrollpanelen

Efter start av huvudprogrammet Patientsimulator.vi ställer användaren in vilket anestesimedel som skall användas i simuleringen. Därefter ställer användaren in patientparametrarna under fliken Patient (se 8.2.1.1), samt önskad simuleringslängd, om användaren önskar logga simuleringen skrivs ett filnamn in.

Om användaren har för avsikt att simulera ett anestesiupptag enligt Lowes modifierade upptagsmodell, startar användaren simuleringen genom att klicka på ”Starta simulering”. Annars kan användaren gå in i fliken Upptag (se 8.2.1.2) och göra egna inställningar för simuleringen. Därefter går det att övervaka förloppet i de olika graferna (se 8.2.2) samt i de två displayerna som visar Fukt respektive

Temperatur.

8.2 Flikmenyn 8.2.1.1 Patient

Under ”Patient” ställs den simulerade patientens vikt in, utifrån vikten beräknas Cardiac output samt

koldioxidproduktionen enligt kap 2.6. Här finns även möjlighet att ställa in en önskad koldioxidproduktion i [ml/min]. En indikator visar vilket alternativ som används. Det finns även möjlighet att ställa in en önskad

koldioxidkoncentration.

8.2.1.2 Upptag

Under ”Upptag” indikeras det aktuella börvärdet under en upptagssimulering, alternativt går det att ställa in ett konstant upptag. För att kunna simulera ett upptag utan anestesimedel i systemet går det att ställa en anestesikoncentration manuellt. Här visas vikten och volymen på det ackumulerade upptaget, både vad patientsimulatorn beräknats ha tagit upp enligt anestesikoncentration i systemet och enligt ärvärdet på flödet samt vad den borde ha tagit upp enligt regulatorns börvärde.

Figur 8.2 Patient-fliken

Figur 8.3 AION Status-fliken

8.2.1.3 AION status

”AION status” visar i den översta displayen i vilket tillstånd AION är i, dvs något av nedanstående lägen:

Där

”Selftest” – självtest ”Standby” – vänteläge ”Startup” – uppstart

”ISO accuracy mode”– under AION:s uppvärmning mäter den inte med full noggrannhet, dock hålls ISO-standard

”Full accuracy mode” – AION mäter med full noggrannhet ”Demo mode” – demoläge

Displayen under visar ifall com-porten skickar data för tillfället:

Därefter

dvs huruvida vattenfällan är inkopplad, och om det är en vattenfälla inkopplad, vilken typ av vattenfälla det är.

Understa displayen berättar hur tillståndet är för AIONS pump som suger in gas för analys:

Där ”Pump flow regulating” innebär att något är fel på AION:s flöde. ”Pump is off” innebär att något är fel eller att AION inte är initierad.

Under dessa displayer är en rad olika indikatorer som synliggör AIONS läge, om den rensar vattenfällan, gör en referensmätning mot luften utanför systemet, kalibrerar mot luften utanför systemet, om vattenfällan behöver tömmas och om det är något fel med AION.

Knappen ”ReInit AION” skickar ett initieringskommando till AION samt beordrar AION till normal kommunikation.

8.2.1.4 Styrsignal

Denna flik är främst avsedd för att användas under utvecklingen av patientsimulatorn och LabVIEW-programmet. Ändringar som sker under denna flik sätter regulatorn ur spel, då man kan ställa in egen styrsignal till ventilen, mata sidokanalsblåsaren med 12 V eller 5 V samt ställa in ett börvärde för flödet genom kolfiltret. Här synliggörs även vad ventilen får för spänning just nu, vad PI-regulatorn har för värde på Ki (se 7.2.2) samt vilket flöde det är genom kolfiltret och vilken flödesmätare som mäter det flödet. Här går det även att starta en ny

upptagskurva.

8.2.1.5 Felstatus

Fliken ”Felstatus” upplyser både om vad AION och programmet har för felstatus. Här går det även att sätta önskat samplingsintervall samt se tiden sedan det senaste

samplet, ifall någon fördröjning skett till exempel på grund av något fel eller att operativsystemet är belastat med annat.

8.2.2 Grafer

8.2.2.1 Upptagskurvor

Upptagskurvor åskådliggör en upptagskurva samt börvärdeskurvan som upptagskurvan regleras efter.

Figur 8.6 Graf med upptagskurvor

8.2.2.2 Flödeskurvor

Flödeskurvorna är endast intressanta under utvecklingen av systemet. Grafen visar flödet genom kolfiltret, det filtrerade respektive ofiltrerade börvärdet för flödet, styrsignal till ventil samt vad PI-regulatorns Ki har för värde, då PI-regulatorn är parameterstyrd (se 7.2.2).

8.2.2.3 Koncentrationer

”Koncentrationer, alveolärt” synliggör vad koncentrationerna av koldioxid, lustgas, syre samt koncentrationerna av två olika sorters anestesimedel är i

blandningskammaren.